CN1154177A - 把预定通量加在体腔内表面的x射线设备 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种用于辐照界定一个体腔表面的X射线源(10)。该源包括壳体(12)、细长的管状探头(14)、靶组件(26)和可膨胀的气球(410)。壳体(12)密封有电子束源(22)，并包括产生沿一束径的电子束的元件(23)。管状探头(14)自壳体(12)围绕所述束径沿中心轴伸展。靶组件(26)沿所述中心轴伸展并与探头末端耦接。靶组件(26)包括靶元件(26A，26B)，所述元件适于响应入射于其上的电子发射X射线。探头端部组件及相关联的控制电子线路包括将靶元件定位于所述束径中的元件，而且基本上对X射线是透明的。附设在所述末端的气球(410)是可膨胀的，以使体腔膨胀，扩展到某一形状，因此，能对界定体腔的表面放出均匀的辐射剂量。

Description

把预定通量加在体腔内表面的X射线设备

本发明涉及一种小型化、低功率、可编程的X射线源，用于对特定区域放出基本上为恒定的或脉动态的X射线。具体地说，本发明涉及一种用于对体腔内表面放出均匀的X射线通量的设备和方法。

最普通的医用X射线源都是大而且位置固定的机器。一般是将X射线管的头放在一间屋子里，而将控制台设在比邻的区域，由安装有观察窗的防护墙将二者分开。X射线管一般为大约20至35cm长，直径约为15cm。高压电源安装在一个容器内，容器置于装X射线管屋子的角落。将患者带到机器这里，诊断，治疗，或者做减轻处置。

诊断时，X射线机一般工作在150kV以下，电流大约从25到1200mA。相比之下，在治疗设备中，电压可以在150kV以上，电流一般不超过20mA。当X射线机工作在10到140kV额定电压下，所发射的X射线提供有限的组织穿透深度，用于处置表皮损伤。在高压(接近250kV)情况下，实现深X射线组织穿透，这在处置主体肿瘤时是有效的。可在4至8MV(兆伏)下工作的超高压机器被用于切除或摧毁浅层表皮损伤以外的各种肿瘤。

普通X射线管包括阳极、栅极和阴极组件。所述阴极组件产生电子束，借助阳极与栅极建立的电场，将电子束导引至靶。靶响应入射的电子束，再发射X射线。患者吸收的辐射一般是由X射线管中的靶通过管窗发射的，同时要把传送损失考虑进去。这种窗一般是一个铍或其它合适的材料做的薄片。在一架典型的X射线机中，阴极组件由直径大约2mm、长1至2cm的镀钍钨螺线管组成，当以4A或更高的电流电阻式地加热时，它以热离子方式发射电子。用一个金属聚焦环围绕该螺线管，该环将电子束在也被用作靶的对面阳极上集聚成一个小点。在具有栅极的机型中，正是这个栅极既控制电子束的路径又聚焦该电子束。

电子束从阴极向阳极的发送受到电子空间电荷力的影响，这种力在普通X射线机处于1A以上电流的情况下越来越重要。在这种普通的X射线机中，电子束被聚焦在阳极上，成为在任何地方都是直径从0.3到2.5mm的点。在很多应用中，大部分电子束能量都在阳极处转变成热能。为了供给这种热能，高功率医用X射线源通常采用液冷并快速转动阳极，从而得到增大有效的靶面积，使聚焦点变小，而使局部热能的影响最小。为实现良好的热传导性和有效的热耗散，一般用铜制作阳极。另外，为有效地产生X射线，电子束入射于其上的阳极区需要一种高原子序数的材料。为满足热传导性、有效的热耗散，以及有效地产生X射线的要求，一般是将钨合金加入铜中。

使用时，X射线源的总辐照量与电子束的总时间成正比。在比较长的辐照期间(比如长达1至3秒)，阳极温度可能升至足以使它明亮地烧灼，伴随以局部表面熔化并形成凹坑，这降低辐射输出。不过，管子的螺线管阴丝的热蒸发常常是造成普通X射线管损毁的主要原因。

当产生X射线的效率与电子束电流无关时，它就非常依赖于加速电压。低于60kV时，则只有电子动能的千分之几转换成X射线，而在20MV时，则这种转换因数上升至70％。所发射的X射线谱部分地包含靶元素束缚电子能级间的不连续的能量迁移特性。该谱还包含被称之为韧致辐射的X射线连续能谱，这是由于束内电子通过靶核时被加速而引起的。X射线的最大能量不能超过束内电子的峰值能量。另外，韧致辐射发射曲线的峰出现在大致1/3电子能量处。

提高电子束电流以成正比的方式引起各种能量X射线发射的增加。然而，与峰值X射线的光子能量漂移相对应，束电压变化引起总的X射线输出的改变大致等于所述电压的平方。韧致辐射产生的效率随靶元素原子序数增加。随靶的原子序数的增加，韧致辐射曲线和特征谱线中的峰值输出向更高的能量漂移。虽然钨(Z＝74)是最为公知的现代X光管中采用的靶材料，但金(Z＝79)和钼(Z＝42)被用于某些特型的X光管。

大部分治疗用的X射线装置的一个缺点在于，当射向骨骼内和骨骼下面的软组织时，需要高压，而且理所当然的就是需要高能辐射。一个例子就是，X射线射向由骨骼围绕的人脑区域的情况。为穿透骨骼，需要高能X射线，但常常会伤害辐射入射区与肿瘤之间的皮肤和脑组织。另一个辐射治疗的例子是，X射线射向位于体腔内横在其它软组织之间的软组织，或者位于内部含有钙的结构内的软组织的情况。现有的高压X射线机在以选择方式对这样的区域提供所需X线辐射方面的能力受到局限。

普通高压X射线源的又一缺点是为了对器官或细胞组织起作用而造成对外部皮肤的损伤。所以，现有技术的高压X射线源不仅对于靶区或细胞组织，而且对于入射区、靶区和出口区之间所有的周围组织经常会引起明显的损伤；特别是在用于人体肿瘤治疗时。然而，由于现有的装置是从靶区外面的源将X线辐射用于靶区内的患者，所以这种并发的组织损伤尤其是不可避免的。

普通的衬于体腔，如膀胱、阴道和子宫颈、尿道、子宫、结肠和直肠内的软组织的辐照处置包含应用来自体外源的X辐射。因此，这种辐射治疗技术存在缺点，即它们必定会辐照至入射位置、靶组织和出口位置之间患者的区域，从而造成这些组织的损伤。

普通辐射处置体腔的方法还有另外的缺点，即不能提供对靶组织形成均匀辐射剂量的能力。有些情况下，希望衬于体腔内的细胞组织的辐射处置应对各部分组织提供相同的照射剂量，即均匀的剂量或者是其它所需要的剂量。在另外一些情况中，可能需要被划以特定等值线的非均匀剂量。现有技术的X射线源不能对体腔内部实现这些。恰如这里所采用的术语“均匀剂量”指得是等剂量线，即其上的通量密度实际为常数的面。

通过采用小型化的低功率X射线源，如上面参考的授予Nomikos等人的美国专利US 5,153,900所描述的X射线源。可使某些这样的缺点得以克服。可将这些源插入患者体内，并在里面被激发。于是，这些源可局部地对靶细胞组织产生X射线。当把这样的X射线源用来处置衬于体腔内的细胞组织时，X射线在到达靶细胞组织之前无需穿过患者的皮肤、骨骼或其它细胞组织。但是，即使利用这些源，也不存在上述公知的，对靶细胞组织提供均匀的或者其它所需要的辐射剂量的方法，特别是其中靶区的几何形状不固定时，比如膀胱内，它具有一个柔性的内壁，而无界限分明的形状。

作为举例，美国专利US 5,153,900公开了一些小型源，它们通常用作X线辐射的点源。所以，辐射场强在空间中大致以离开源的距离平方(即1/R2)均匀地减小。由于体腔一般不是球形对称的，所以在体腔内的点源将不会对衬于体腔内的细胞组织放出均匀剂量的辐射。

因此，本发明的目的在于提供一种对衬于体腔内的细胞组织放出均匀辐射剂量的方法和设备。

本发明的另一目的在于提供一种设备，它包括一个小型的低功率X射线源，用于对衬于体腔内的细胞组织放出均匀的或其它所需要的辐射剂量。

根据各附图及其描述，将使本发明的其它目的和优点变得愈加清晰。

按照一种结构，本发明是一套把预定的X射线通量加在体腔内表面的仪器，它包括一个拟插入腔体内的X射线源和一个可膨胀的气球组件。

所述X射线源包括一个管状部件、一个电子束源和一个控制器。所述管状部件有一个靶的端部，这个端部相当于一个由电子激发的X射线源。所述电子束源位于管状部件的电子束源端部附近，该电子束源工作，产生电子束。所述控制器以选择的方式激发所述电子束源，以使电子束入射到所述的靶端。X射线源的靶端被定位于待辐照的体腔内。

气球组件包括一个可膨胀的气球，它定位于所述X射线源管状部件的靶端处。当气球膨胀时，它限定邻近靶端的一个内部区域。

采用这种结构，可使气球膨胀，使得它与体腔内表面接触，并使腔体排气，以确定衬里的所需形状。所述靶端位于由被膨胀的气球所确定的内部区域中。作为举例，可使所述气球位于患者的膀胱内，当它膨胀时，可确定一个球形内部区域，并可将靶位于该球的中心。按照这种情况，电子激发的X射线源可产生一个X射线场，此场具有与膨胀的气球表面相符的等剂量线，从而对膀胱的衬里提供均匀的剂量。

于是，采用本发明，体腔表面与预先规定的等剂量线相符，再将X射线源调节成在所述表面上产生均匀的剂量(即等剂量线，线上的通量密度实际上为常量)。在内治疗衬表面、并减弱对衬里外面细胞组织的影响的同时，所述通量密度随着体腔衬里外距源的距离下降。

当与各附图一起阅读下面的描述时，可以更充分地理解本发明的前述目的和其它目的，它的各种特点，以及发明本身。其中：

图1是采用本发明的一套仪器的透射图；

图2是图1的X射线源的示意方框图；

图3是一个具有可更换靶组件的探头截面图，该靶组件包括X射线屏蔽罩和X射线靶，用于产生一种稳定的和可重复产生的X射线源；

图4A-4F表示可由本发明实现的几种等剂量线的实例；

图5表示图1这套仪器的探头和气球组件，气球已被放气；

图6表示本发明这套仪器的探头和气球组件的另一实施例，其气球被膨胀；

图7表示本发明的另一实施例，其中将X射线探头插入，使之靠近气球的壁；

图8A和8B是一个柔性探头的截面图，该探头装有一个位于所述靶组件内的光电发射体。

各图中相同标号的部件表示相同或相似的部件。

本发明是一套比较小的、电子束激发的低功率X射线仪器，及这套仪器的使用方法。这套仪器可用于医疗目的，如放入体腔(如膀胱或其它体腔)内的软组织治疗辐照。

一般说来，本发明的设备包括一个电子束(e束)激发的X射线源，此源工作在较低的电压下，即大约10kV至90kV范围内，和比较小的电子电流下，即大约1nA至1mA范围内。在这样的工作电压和电流条件下，可将X射线源做得很小，适于用在医学治疗用途方面。将X射线源定位于要辐照的区域附近或其中，可得到足够的组织穿透深度和辐照剂量。于是，X射线是从位于待照射区内或其附近的明确限定的小型源发射出的。

图1表示包含本发明的一套X射线仪器。这套仪器包括X射线源10和气球组件400。上面所参考的名为“小型化低功率X射线源”的美国专利US 5,153,900中详细描述了一个适用的X射线源10。气球组件400连同图5、6和7一起被描述。

X射线源10包括壳体12和细长的圆柱形探头14，所述探头14自壳体12沿参考轴线16延伸，在其末端有一靶组件26。壳体12封装有高压电源12A。探头14为一中空管，它在靠近所述高压电源12A处有电子束发生器(阴极)22。阴极22位于紧靠环形聚焦电极23处，环形聚焦电极一般与阴极22同电位。环形阳极24位于离环形聚焦电极23大约0.5cm或更远处。一个中空的管状探头14沿与阴极、栅极和阳极上的孔相同的轴延伸。探头14与壳体12形成一体，伸向靶组件26。在各实施例中，为控制X射线的空间分布，可有选择地屏蔽探头14的各部件。另外，为防止外部磁场使电子束偏离所述的靶，可将探头14磁屏蔽。

电子束发生器22可包括一个热离子发射器(由一浮置低压电源驱动)或者一个光阴极(受一LED或激光源照射)。所述高压电源在发生器22与接地阳极24之间建立一个加速电位差，以便沿参考轴线16，通过阳极的中心孔到靶组件26形成一束电子束，阳极24与靶组件26之间的区域实际上为无场区。电子束发生及加速部件适合于在探头14内沿直线轴16形成一束细电子束(比如直径为1mm或更小)。

在一优选实施例中，探头14是一个中空的并被抽空的圆柱体，由铍(Be)的端帽，钼-铼(Mo-Re)、钼(Mo)或镍铁高导磁率合金的主体，以及不锈钢的基本延长部分制成。圆柱体的长度要考虑待处置的体腔来确定。例如，为使用气球，该探头长可为40cm，内径为4mm，外径为5mm。对于使用其它体腔来说，则可采用不同的几何形状。

靶组件26包括一个由小的铍(Be)窗26A构成的发射元件，铍窗的暴露于入射电子束的一侧涂有高-Z元素，如钨(W)、铀(U)或金(Au)的薄膜或薄层26B。作为举例，随着电子被加速到30keV-，一个2.2μm的钨薄膜实际上吸收全部入射的电子束，而发射出该薄膜层所产生的30keV-X射线的95％、20keV-X射线的88％、10keV-X射线的83％。本优选实施例中，铍窗26A厚为0.5mm，以致薄膜层26B中所产生的这些X射线的95％沿垂直窗的方向并朝向该窗，穿过钨靶层26B，之后透过铍窗26A并向外到探头14的末端。

图1的设备正常地是按这样一种方式使用的，即只将探头14插入患者，而壳体保持在患者外边。按照这种方式，可将壳体12内所表示的各元件中的一些或全部换成放在远处。

在如图1所示设备的一个实施例中，探头14的主体可用磁屏蔽材料，如镍铁高导磁率合金制成。另一种可供选择的是，探头14可用非磁性金属制成，所述材料最好有比较高的杨氏模量和弹性限度。这种材料的几个例子包括钼、铼，或者这些材料的合金。然后，可将探头14的内外表面涂以高磁导率合金，如坡莫合金(约80％镍和20％铁)，以提供磁屏蔽。另一种可供选择的是，可将一薄的高导磁率μ合金套管镶嵌于探头14外面或内面。因此，可将X射线设备10用于存在起因于电力、地磁场，或者其它名义上能使电子束偏离探头轴线的其他磁体的低水平dc和ac磁场的环境中。

在上述实施例中，靶组件26的X射线发射元件适合于靠近待辐照的患者区域或处在其内。接近目标区，如体腔的发射元件省去对于目前机器所用高压的需要，通过体壁到达体腔，实现良好的X射线穿透深度。这种低压还将辐射集聚在作为目标的细胞组织内，限制了对周围组织及入射点处表皮的损害。

在用放射性疗法处置体腔时，一般所希望的是均匀地辐照衬于体腔内的软组织内表面，使得等剂量线与体腔的表面相符。等剂量线是一个面，在这个面上各点处所吸收的辐射能量是相等的。

一种均匀辐照体腔，如患者膀胱的优选方法是用一个器件先把所述体腔扩展成球形，然后。将一产生无定向X射线的探头末端(即一点源)定位于该体腔中心。采用这样的结构，可形成等剂量线，它与该体腔的表面相符。一种用于将体腔扩展成球形的器件是一种无弹性的气球。

图2是图1所示X射线源设备10的方框图示。在本优选实施例中，壳体12被分成第一部分12′和第二部分12″。封装在壳体第一部分12′内的是一个可充电的电池12B、电池12B用的充电电路12D(适于采用外部充电器50)和一个遥测电路12E，电路12E适于响应于一个外部遥测装置52，其作用方式如下所述。第一部分12′通过电缆与壳体的第二部分12″连接。壳体第二部分12″包括高压电源12A、控制器12C、探头14，以及产生电子束的元件22。在所示的实施例中，电子束发生器包括一个光源56，如二极管激光器或LED照射并由驱动器55给以动力的光电发射体22。利用聚焦透镜58将光聚焦在所述光电发射体22上。

在所示的实施例中，装置52和电路12E相配合，允许外部控制器(动态的或预先规定的)控制整个电源12A和暂存参数。控制器12C可直接被用于控制工作，在这种情况下，无需电路12E。

按照另一种结构，电子束发生器可包括由电源12A激发的热离子发射器22。这种结构工作时，电源12A加热热离子发射器22，这又产生电子，然后电子向着阳极24加速。阳极24吸引电子，但使它们通过其中心孔，朝向靶组件26。控制器12C控制电源12A，以动态地调节阴极电压、电子束电流和暂态参数，或者提供预选电压、电子束电流和暂态参数。其它适用的电源结构公开在美国专利US 5,153,900和美国系列专利申请No.955,494中。

入射的电子通常使靶26起X射线点源的作用。然而，通过修整发射区处靶和屏蔽罩的几何形状及材料，可以实现处置表面体腔，以及这种面上或其附近的肿瘤时的其它特殊性。这种修整有利于能量的控制及X射线发射的空间形状，以确保通过作为目标的体腔的辐射更为均匀的分布。这种修整在上面参考的名为“具有成形的辐射图样的X射线源”的美国系列专利申请No.08/084,271中有详细的描述。

还可通过将一个具有可变断面厚度的X射线发射屏蔽罩合并入靶组件26中，成形X射线的空间分布。图3表示一个用于图1所示X射线设备10的探头14，它具有可更换的靶组件126，所述靶组件包括一个这样的X射线屏蔽罩。在所示的实施例中，除了靶组件126以外，探头14实际上与图1所示的探头14相似。靶组件126包括一个由几乎透过X射线的材料(如Be)制成的探头端部126A，和一个X射线的靶126B，用以当电子束辐照于其上时形成X射线源，此靶沿着探头轴线16于对着阴极22及阳极24的末端处附着在探头14上(图1所示)。按照这种优选的结构，探头端部126A的外表面是凸的，尽管可以采用其它凸形，但最好像所示的实施例中那样为半球形的。将靶组件126做成使得探头端部126A的外径小于探头14的外径。各种厚度的X射线屏蔽罩128(或者有时像现有技术中那样的荫罩)和一个在其下面的屏蔽罩载体128A位于靶组件126的探头端部126A上面。在靶组件126和探头14的接合处靶组件126的外径实际上与探头14相配合。

X射线屏蔽罩128由不完全透过X射线的材料(即至少部分吸收X射线，如重金属)制成，并由屏蔽罩载体128A支承。来自靶组件126任何一点的X射线通量部分取决于X射线屏蔽罩128沿从靶126B伸展并通过该点之轴线的厚度。因此，按照本发明，对X射线屏蔽罩128的厚度采用选择性限制，以形成空间可变的X射线剂量分布。

图4A-4F表示可由本发明实现的几种等剂量线实例。图4A表示特别适合于放出等剂量线的探头14，该线形成一个以探头端部126为中心的辐射球300。图4B表示适合于放出辐射球302的探头14，其中，探头端部126偏离球302的中心。图4C表示具有适合于放出呈扁椭球形(即“薄烤饼”形)辐射场的端部126的探头14，如按透射法在304A处和沿轴305在304B处观看的那样。图4D表示具有适合于放出呈长椭球形(即“雪茄烟”形)辐射场的端部126的探头14，如按透射法在306A处和沿轴307在306B处观看的那样。如图4D所示，探头14沿它的短轴进入椭球306A。图4E表示也适合于放出呈长椭球形辐射场的端部126。按透射法在308A处和沿轴309在308B处表示该椭球。正如所能见到的那样，探头14沿其长轴进入椭球308A。图4F表示适合于放出非对称辐射场的探头端部126，按透射法在310A处和沿轴311在310B处表示这种场。

将探头14的靶组件26置于离开待辐照表面一定距离处，可以很容易地得到宽束辐射。利用上面所参考的专利申请中描述的X射线屏蔽罩，可控制自靶组件26向前辐射的立体角。确定屏蔽罩各点的厚度，以得到基本均匀的辐射图样。

这种宽束X射线源的另一种应用是体腔内辐射，如膀胱里面的腔内辐射。在这种情况下，细胞组织与宽束X射线源之间的分界面可以是一个可膨胀的气球，它沿着探头14伸展，以使靶组件26处在气球中心。

当采用辐射治疗处置体腔时，常常希望均匀地辐照衬于腔内的软组织内表面。换句话说，需保证等剂量线与体腔表面符合。一种均匀辐照体腔的方法是通过常用的方法(如通过导管观察的方法，或者通过诸如CT扫描或磁共振成象等诊断方法)确定体腔的三维形状，然后再装配探头末端126，它将放出与体腔形状配合的等剂量线。通过插入探头，从体腔内激发它，对体腔放出均匀的辐射。由于体腔很少具有均匀的形状，而且更由于体腔整体的形状是变化的，所以这种方法可能是难于实践的。

一种均匀辐照体腔的优选方法是先用一个装置把所述体腔扩展成一种已知的均匀形状。在处置膀胱的优选实施例中，是将所述体腔扩展成球形的。然后将一套产生无定向X射线的探头的端部(即一点源)定位于现为球形的体腔中心。采用这种结构，等剂量线是与腔表面符合的。一种适用的将体腔扩展成一种已知形状的装置是位于探头14靶端的外科气球。

图5表示图1的X射线源的探头14，它带一个气球组件400，该组件包括一个配置在靶组件26周围的气球410。如图5所示，气球410被紧缩，并完全叠合在探头14的靶端周围。

图6表示一个实施例，具有探头14和气球组件400，它们包括一个沿中心轴伸展，并具有近端404和远端406的细长源导管402。源导管402有沿中心轴伸展的内通道408。将一可膨胀的气球410附加在导管402远端406的外边。探头在导管402内可滑移地定位，以便当使气球膨胀时，探头14的靶端能够位于气球410的内部区域。当膨胀的气球410界定一个球形区域404时，则如图6所示，靶组件26基本上处于气球410的中心。

正像下面将要详细描述的那样，气球410的膨胀与缩紧可由探头14的近端404控制。气球与导管的结合是众所周知的，而且在比如美国专利US4,209,725中有所描述。

实际上，对于图5的实施例而言，气球410最初是被收紧的，并如图5所示那样，包在探头14的远端周围。随后将探头14远端406随被叠合的气球410一起插入患者体内，使所述远端被定位于待处置的体腔内。在整个过程中，近端404保持在患者外面。在把远端406插入体腔内之后，使气球410膨胀，将体腔扩展成球形。

如上所述，图6表示位于(以虚线表示的)体腔420内的气球410。体腔420可以是比如膀胱。最初体腔420确定一个非均匀的形状，但膨胀的气球410将体腔420的里衬扩展成基本上为球形的形状，这当中，膀胱对膨胀的阻力比较小。最好是膨胀之后基本上气球410的整个外表面都与体腔420的内表面接触。

图6还表示沿探头14伸展的通道408，它建立一个气流通路，可通过它从患者体外吹胀气球410。本优选实施例中，插入探头14，使靶组件26位于气球410的中心。由于气球410已将体腔420扩展成球形，气球410的中心与体腔420的中心重合。因此，使靶组件26位于膨胀气球410中心的同时，也使靶组件26对准体腔的中心。

一旦使靶组件26对心，就可启动电子束发生器，引导电子束入射到靶组件26上，同时按等剂量线与膨胀气球及已变形之体腔的里衬符合的方式产生X射线。

图7表示本发明的另一个实施例，用于处置体腔420的一部分，如支承肿瘤区域的断面。图7中的靶组件26被屏蔽，以致只有沿如箭号422所示的向前立体角方向行进的X射线从靶组件26被发射。本实施例中，只有体腔420的区域424受到照射。

上面的讨论已经结合成球形的气球描述了本发明，但熟悉本领域的人都能理解，可采用包括椭球形和圆柱形等很多形状的气球实现本发明，可用于处置比如结肠，或者其它内腔，如尿道、阴道，以及子宫颈、子宫、结肠或直肠。

如上面关于图1所讨论的那样，设备10包括电子束发生和加速部件，用于产生并加速电子，它们将先于这些电子进入探头14。随后，所产生的电子束流过探头14，碰撞靶26，从而产生X射线。在没有磁场的情况下，流过探头14的电子沿着一条直线轨道而行。因此，探头14一般是刚性的，而无任何弯曲。

不过，在现代医学的应用中有助于使用柔性探头。一种这样的应用需要X射线源沿一条引出路径，如气管穿过。另外一种这样的应用需要X射线源灵活地绕过圆环形结构，如神经或血管。

图8A表示一种包括柔性探头214的设备200。设备200包括高压电路218、激光源220、探头组件214，以及靶组件226。按照本发明的一种情况，设备200通过把电子产生和加速部件置于靶组件226中提供所需的柔性，而不用强磁场。探头组件214使激光源220及高压电路218二者耦接于靶组件226。所述探头组件包括密封于小直径柔性金属套管204中的柔性纤维光缆202。

靶组件226可为比如1至2cm长，从探头组件214的端部伸展，并包括密封靶228的外壳。按照一种具体的实施方式，靶组件226实际上为刚性的，而且一般成圆柱形。在该实施例中，可考虑密封着靶组件的圆柱形外壳，以便为电子束源以及管状探头提供一个空腔，所述管状探头沿电子束路径从空腔伸展。组件226的内表面226A镶有电绝缘体，而组件226的外表面226B是导电的。按照一种优选的实施例，把所述靶组件气密地焊在探头组件214的端部，并被抽空。按照另外一种实施例，将整个探头组件214抽空。

纤维光缆202的接线端202A最好至少在它的部分面积上被涂以半透明光电发射物质，如Ag-O-Cs，形成光阴极216。被预埋入纤维光缆202内的高压导线208从高压电路218把电子导向所述阴极216。类似地，柔性套管204接地，使电子从靶228返回高压电路218，从而在阴极216与靶228之间建立高压电场。纤维光缆202用作高压导线208和接地柔性套管204之间的绝缘介质。

在一种实施例中，为消除纤维光缆202中由于高压导线208的光散射，纤维光缆202可有一如图8B以断面方式所示的环形结构。来自激光器220的光沿着纤维光缆202的环形纤芯250传输。纤芯250每边上的包层260所具有的折射率，将使入射到界面上的光折射返回纤芯250。接地柔性套管204围绕着所述靠外的包层260。

如上述的各实施例中，靶228可以是比如铍(Be)，其一侧涂以高阻抗的元素，如钨(W)或金(Au)的薄膜或薄层228A。

工作时，小型半导体激光器220沿着纤维光缆202照亮，激发透明的光阴极216，产生自由电子222。光阴极216与靶228间的高压电场加速这些电子，使它们受到作用力，撞击靶228的表面228A，并产生X射线。为了由激光器220发射的0.8μm波长的光从Ag-O-Cs光阴极216产生比如20μA的电流，对于该波长的量子效率为0.4％的这个光阴极216需要激光器220发出7.5mW的发光功率。这种二极管激光器很容易从商业上获得。按照本发明，形成阴极216的光发射面实际上是十分小的。例如，对于阴极216的电流密度为1A/cm2而言，该光发射面的直径只需为大约50μm。

本发明一项难于制作的方面是光阴极216的加工，对实用的物质来说，加工具有适当的大于10^-3量子效率的光阴极216应在抽空条件下进行。可采用定位于钟罩内的纤维光缆202完成这一加工过程，这当中比如按常规方法加工Ag-O-Cs光阴极。实际上，不暴露在空气中，即可将光缆202插入套管204中。可将端部202B抽空，密封于柔性套管204中。

可按其它特定的形式体现本发明，而不会脱离其主旨或基本特征。所以，无论从哪一方面看，都应将目前的这些实施例理解为是说明性的，而非限制性的，所以，由所附权利要求书而不是由上述说明书所表明的本发明范围，以及出自各权利要求的等效意义和延伸的一切变化都规定为被包含在其中。

Claims (15)

1.将X射线加给体腔内表面的一套设备，它包括：

A.一个X射线源，所述X射线源包括：

  i.一个管状部件，具有电子束源端和靶端，并在所述电子束源端与靶端之间限定一个沿电子束源轴线伸展的内部区域；

  ii.电子束源组件，靠近所述电子束源端配置用以产生基本上沿所述电子束源轴线向着所述靶端通过的电子束；

  iii.靶组件，靠近所述靶端配置，响应于入射于其上的电子束而产生X射线；

  iv.控制装置，用以有选择地激发所述电子束源组件，使所述电子束入射于所述靶组件上；

B.一个气球组件，包括一个可膨胀的气球，它可定位于所述管状部件的靶端附近，并且当它膨胀时，限定一个位于所述靶端附近的内部区域。

2.如权利要求1所述的将X射线加给体腔内表面的一套设备，其特征在于，当所述气球膨胀时，限定一个基本为球形的内部区域，并且，当所述气球膨胀时，所述靶端实际上定位于所述气球的内部区域中心。

3.如权利要求1所述的将X射线加给体腔内表面的一套设备，其特征在于，所述X射线源组件产生等剂量线，实际上与所述气球膨胀时的表面形状符合。

4.如权利要求1所述的将X射线加给体腔内表面的一套设备，其特征在于，还包括一个沿中心轴线伸展，并有一个近端和一个远端的细长的源导管，该源导管界定沿所述中心轴线伸展的第一内部通道，所述气球被固定在所述源导管远端的外边；所述X射线源的管状部件可滑移地定位在所述源导管的第一内部通道中，在所述气球膨胀时，能使所述管状部件的靶端被定位于气球的内部区域中。

5.如权利要求1所述的将X射线加给体腔内表面的一套设备，其特征在于，当所述气球膨胀时，限定一个基本为球形的外表面形状。

6.如权利要求1所述的将X射线加给体腔内表面的一套设备，其特征在于，所述控制装置还包括调节部分，用以调节所述电子束，使其按可受调节的方式入射于所述靶端。

7.如权利要求1所述的将X射线加给体腔内表面的一套设备，其特征在于，所述控制装置还包括以选择方式去激所述电子束源组件的部件。

8.如权利要求1所述的将X射线加给体腔内表面的一套设备，其特征在于，还包括膨胀装置，用以选择性地膨胀和缩紧所述气球。

9.如权利要求1所述的将X射线加给体腔内表面的一套设备，其特征在于，所述膨胀装置包括一个内通道，它位于所述管状部件内，并从所述电子束源端伸到所述靶端附近的一点，所述内通道与所述气球内部区域相联系。

10.如权利要求9所述的将X射线加给体腔内表面的一套设备，其特征在于，所述膨胀装置还包括一个以选择方式工作的泵，它位于所述端部附近，并与所述内通道连接。

11.一种把X射线加给体腔内表面的方法，包括如下步骤：

A.提供一个X射线源，所述射线源包括：

 i.一个管状部件，具有电子束源端和靶端，并在所述电子束源端与靶端之间限定一个沿电子束源轴线伸展的内部区域；

 ii.电子束源组件，靠近所述电子束源端配置，用以产生基本上沿所述电子束源轴线向着所述靶端通过的电子束；

 iii.靶组件，靠近所述靶端配置，用以响应入射于其上的电子束产生X射线；

 iv.控制装置，用以以选择方式激发所述电子束源组件，使所述电子束入射于所述靶组件上；

B.提供一个气球组件，它包括一个可膨胀的气球，可定位于所述管状部件的靶端附近，并且当它膨胀时，限定一个位于所述靶端附近的内部区域；

C.将所述管状部件插入体腔内，使所述靶端占据所述体腔内的一个预定的位置；

D.吹胀所述气球；

E.使所述控制装置工作，所述电子束入射到所述靶上，于是产生X射线。

12.一种如权利要求11所述的把X射线加给体腔内表面的方法，其特征在于，当所述气球膨胀时，它膨胀成一个基本为球形的内部区域；所述插入管状部件的操作包括将所述靶端实际上定位于所述气球内部区域中心的步骤。

13.一种如权利要求11所述的把X射线加给体腔内表面的方法，其特征在于，所述膨胀步骤包括吹胀气球，使气球的全部表面基本与所述体腔内表面接触的操作。

14.一种如权利要求13所述的把X射线加给体腔内表面的方法，其特征在于，所述膨胀步骤还包括使体腔表面扩展成基本为均匀的形状的操作。

15.一种如权利要求13所述的把X射线加给体腔内表面的方法，其特征在于，所述膨胀步骤还包括使体腔表面扩展成基本为球形的操作。

Images